(57)【要約】      （修正有）【課題】固有心房放電レートよりもほんの少し高いレートで開始し、続いて固有心房レートよりもほんの少し低いレートに弛緩する周期的な心室ペーシングのための方法および装置を提供することである。【解決手段】一方または両方の心室に適用することができ、心室ごとに１つまたは複数の電極を使用することができる。電極は、心室の内部表面または外部表面に付けることができる。時間の関数としての弛緩プロトコルは、線形、指数関数的を含めた曲線、またはそれらの混合とすることができる。さらに、弛緩プロトコルは、ペーシング・レートが一定に保たれる１つまたは複数の期間を含むことができる。【選択図】図１
2005230566.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
固有心房放電レートを有する心臓のペーシングを行うための植込み型心臓刺激器であって、
前記心臓にペーシング刺激を加えるように適合された複数の電極と、
前記複数の電極に接続され、二相性ペーシング刺激として電気パルスを生成するように適合され、二相性刺激が陽極刺激位相とそれに続く陰極刺激位相を含むように適合されたパルス生成回路とを備え、
前記固有心房放電レートよりもわずかに大きい初期ペーシング・レートを有する少なくとも一方の心室にペーシング刺激の連続が加えられ、
前記ペーシング・レートが、前記初期ペーシング・レートから前記固有心房放電レートよりもわずかに小さい最小ペーシング・レートに徐々に低減される心臓刺激器。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は一般に、心臓の鼓動を制御するペースメーカに関する。特に、本発明は、両室ペーシング、二相性パルシング、および／または多部位心室ペーシングなどの心室同期化技術との関連で特に、固有心臓（心房）レートをわずかに上回るレートで心室ペーシングをオーバードライブすることによって心房放電の心室トラッキングを周期的に促進し、続いて心室刺激のレートが、心室鼓動が心房放電から分離される点まで徐々に弛緩するようにするのに使用されるペースメーカに関する。
【背景技術】
【０００２】
心臓病患者に頻繁に見られるＡＶブロックは、伝導束に沿ってＳＡ結節から流れる電気インパルスがＡＶ接合部／ＡＶ結節に到達するときに遅延されるときに起こる。いくつかの病状では、ＡＶ遅延が十分に大きい場合に、心室はそれら自体に固有の、より遅いレートで鼓動することになる。他の病状におけるＡＶブロックによれば、心室が様々な、かつ／または断続的なレートで鼓動するか、または異所性始点が表れる可能性があり、これは生命を脅かす心室細動に至る可能性がある。
【０００３】
ＡＶブロックの生理的悪影響を克服するために、様々な戦略がペースメーカに採用されてきた。そのような戦略の１つは、オーバードライビングまたはオーバーペーシングであり、ペースメーカは、心房鼓動レートよりも速いレートで心室を刺激する。このような戦略にみられる問題は、心房および心室の鼓動を最適なポンピング効率に調整できないことである。もう１つの問題は、生理的および生化学的な機能が一般に最適化されないために、このような速い心室ペーシング・レートが心臓を疲労させることである。さらに、このような追加の疲労は、通常の心臓病患者のすでに制限されたライフ・スタイルに、より大きな制約を与えるだけである。したがって、すでに弱まった心臓を有する患者が現在のペースメーキング・プロトコルを適用する結果、不必要な過剰刺激を受け、圧迫されてさらに弱まる可能性がある。
【０００４】
ペーシングをオーバードライブし、続いてペーシング・レートを弛緩させることに関する特許技術には、Ｋｉｅｖａｌ他に譲渡された米国特許第５６２６６２０号があり、これは、誘発されたＱＲＳの特徴における変化を監視することによって融合収縮および／または融合収縮に近い状態が検出されるペースメーカ刺激プロトコルを開示する。このプロトコルは、許容できる割合の融合収縮の選択を可能にするように調節可能である。許容できない融合割合が測定されると、ＡＶ遅延が自動的に低減されて、ペースメーカの同期ペース・パルス（心室「捕捉」）から、より高い心室鼓動レートになる。心室捕捉が、許容できないレートの融合なしに所定の時間間隔または周期数にわたって維持された後で、ＡＶ間隔がインクリメンタルに増加されて、前に融合が起こったときのレートに向けた鼓動レートが生み出される。再び許容できない融合割合がみられたとき、ＡＶ遅延は自動的に低減され、周期は、融合の回避と両立しながら最長のＡＶ間隔（すなわち最も遅い心室鼓動レート）に近くなるように継続する。
【０００５】
Ｓｈｅｌｔｏｎ他に譲渡された米国特許第５５２７３４７号は、ペースメーカ心室刺激プロトコルを開示し、ここでは、融合が起こるまでＡＶ遅延がゆっくりと増加され、その時点でＡＶ遅延がわずかに低減される。次いで、周期が繰り返される。したがって、ＡＶ遅延は、融合に対応する範囲を中心とした狭い範囲で、わずかに低い値（すなわちより高い心室鼓動レート）に周期的に維持される。
【０００６】
ｖａｎ  ｄｅｒ  Ｖｅｅｎに譲渡された米国特許第５５２２８５８号は、心房放電の心室トラッキングが起こるまでＡＶ遅延が徐々に低減されるペースメーカ刺激プロトコルを開示する。特に、心室は、心房脱分極インパルスが心室に達した後で刺激されるが、心室不応期の間は刺激されない。この正味効果は、延長されたＡＶ遅延期間を縮小し、したがって心室鼓動レートを増加させることである。次いでＡＶ遅延期間は、小さなインクリメントで、心室トラッキングが見られるまでさらに縮小される。
【０００７】
Ｇｒｅｅｎｈｕｔ他に譲渡された米国特許第５４８０４１３号は、心室細動／頻脈性不整脈がある場合にペースメーカを使用して心室鼓動レート不安定性を補正する手段を開示する。まず、適切に間隔を空けられた電気刺激を介して心室鼓動レートを徐々に増加させることによって、心室鼓動が心房鼓動から分離される（デュアルチャンバまたはマルチチャンバ・ペースメーカがシングルチャンバ・ペーシング・モードに切り替えられる）。より高い心室鼓動レートで安定した鼓動レートが達成された後で、心室刺激のレートが、心室レート安定性をもたらす最低のレートにゆっくりと低減され、心房頻脈性不整脈／細動が消えるまでこのレートで維持される。次いで、デュアルチャンバまたはマルチチャンバ（心房および心室）ペースメーキングが再開される。
【０００８】
Ｓｃｈｕｌｌｅｒに譲渡された米国特許第５４４１５２２号は、心室刺激からの逆行伝導がペースメーカによって正常にタイミングを合わせられた刺激に心房不応を与えるときにＡＶ間隔が２つの値の間で循環される、デュアルチャンバ・ペースメーカ刺激プロトコルを開示する。このような条件が感知されると、ＡＶ間隔は一方の値に短縮される。所定時間または所定数のパルスが起こった後で、または短縮されたＡＶ間隔内で自発的な心室反応が感知された後で、長い方のＡＶ間隔が回復される。
【０００９】
Ｓｈｏｌｄｅｒに譲渡された米国特許第５３４０３６１号は、ＡＶ間隔が、固有の（かつ病的な）リズムに対する間隔よりもほんの少し小さくなるように自動的に調節されて、固有の心室放電時間よりもわずかに進んだ心室放電を生み出す心室刺激プロトコルを開示する。この発明は、最適でない心房−心室同期化のせいで心臓効率を低下させる異常なＡＶ遅延の問題を克服する。この発明では、心房放電および心室放電のレートは等しい。
【００１０】
Ｓｈｏｌｄｅｒに譲渡された米国特許第５３３４２２０号は、内因性心室刺激との融合が（交差点で）生じることになる時点での心室刺激を回避するようにＡＶ間隔が自動的に調節される心室刺激プロトコルを開示する。最終ＡＶ値は、交差点に達するまでＡＶ間隔をＲ波に関してインクリメンタルに調節することによって選択される。設定される最終ＡＶ値は、小差で調節されて決定された交差点に基づく。したがって、この手順は、固有リズムをオーバードライブして、普通なら心臓ポンピング効率を低下させることになる適度に短いＡＶ間隔／遅延を確実なものにする。この手順が（自動的に）あまり頻繁に呼び出されると、それは、所定期間にわたって一時停止する。
【００１１】
Ｃｏｌｌｉｎｓ他に譲渡された米国特許第５１０５８１０号は、ペースメーカ中で使用される電池の寿命を延ばす目的で心室ペーシングに対する最低電圧を達成するための周期的プロトコルを開示する。このプロトコルは、一連の徐脈サポート・ペーシング・パルスを所定の電圧で使用し、心室内圧の測定値がパルス列の間に分析されて、捕捉が起こったかどうかが決定される。パルス列の間に捕捉が起こった場合、刺激電圧が１ステップ低下された後で、徐脈サポート・ペーシング・パルスが再び送られる。結果が捕捉である場合、デクリメンタルな電圧ステッピングおよび捕捉評価が、捕捉がなくなるまで継続し、その時点で、捕捉が発生するまで電圧がインクリメンタルに増加される。
【００１２】
Ｂｏｕｔｅ他に譲渡された米国特許第４５０３８５７号は、まず自発的な徐脈または頻脈が心室捕捉によって改変され、続いて、通常のプログラミング済ペーシング・レートに達するまでパルス・ペーシングのレートをそれぞれ徐々に増加または低減させる心室ペーシング・プロトコルを開示する。
【００１３】
先行する発明から分かるように、ペースメーカは、融合を回避する方式でＡＶ間隔／遅延を調節し、かつ課されるペーシング・インパルスによってのみ心室放電を制御するオーバードライブ心室ペーシングを利用する。しかし、このようなプロトコルは、すでに傷つけられた患者の心臓のエネルギー消費を最小限にとどめるように最適に設計されてはこなかった。一般に、上記の参照は、所定のレートまたは生理的基準を達成するために、ＡＶ間隔／遅延の調節によって刺激レートを変更するように設計されている。
【００１４】
収縮／ポンピング作業に使用される心臓のエネルギーを最小限にする心室放電プロトコルを有するペースメーカが必要とされている。さらに、プロトコルの最初の周期の開始時に最大オーバードライブ・ペーシング・レートが心房放電レートよりもわずかだけ（すなわち毎分数拍の鼓動だけ、理想的には毎分２拍または３拍）大きい心室放電プロトコルを有するペースメーカが必要とされている。加えて、すでに弱まった状態にある可能性のある心臓に対して最低量の圧迫を生じるように再同期化／融合を達成するペーシング・プロトコルを使用する心室放電用のペースメーカが必要とされている。
【００１５】
最後に、誘発された収縮が強められ、電極に隣接する組織への損傷が減少する、改良型の筋肉組織刺激手段もまた望まれている。
【００１６】
本発明の二相性ペーシングを通して、向上した心筋機能が得られる。刺激と調和のどちらかの性質の陰極パルスと陽極パルスの結合は、刺激しきい値が増加する欠点を除去しつつも、改善された陽極ペーシングの伝導および収縮性を保持する。この結果、伝播速度の増加した脱分極波が得られる。この増加した伝播速度により、血流の改善につながる優れた心臓収縮が得られる。電圧レベルがより低い改善型の刺激もまた、電力消費の削減およびペースメーカ電池の寿命の増加をもたらす。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１７】
したがって、本発明の目的は、心臓病患者の心臓の収縮およびポンピングに必要なエネルギーを最小限にとどめる心室放電プロトコルを有するペースメーカを提供することである。
【００１８】
本発明の他の目的は、オーバードライブ・ペーシングを最小限だけ使用した、すなわちオーバードライブ・ペーシングが固有の心房放電レートよりも毎分ほんの数拍大きい心室放電プロトコルを有するペースメーカを提供することである。
【００１９】
本発明の他の目的は、次の周期の開始前に心室ペーシング・レートが固有の心房放電レートよりもわずかに（すなわち毎分ほんの１〜２拍）小さいレートにゆっくりと低減されるペーシング弛緩期間を有する心室放電プロトコルを有するペースメーカを提供することである。
【００２０】
本発明の他の目的は、ＡＶ遅延ではなく心室ペーシング周期長を直接に調節することである。
【００２１】
本発明の他の目的は、多部位心室ペーシングに関してレート変調を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００２２】
本発明は、心電図のＱＲＳコンプレックスとの同期化によって開始される心室放電プロトコルを提供することによって、上記の目標を達成する。あるＱＲＳコンプレックスから次のＱＲＳコンプレックスへの時間は、心臓レート動の長さの実際的な定義を形成し、したがって、心室への最初の電気インパルスの放電トリガのタイミングに対するタイミング・マークとして働く容易かつ強力な基準点を制御回路に提供する。理論的には、適切な時間間隔を有するＰ波でも機能することができる。しかし、弱いＰ波は、心房細動などの条件がある場合に消える可能性がある。これは、病的な心臓の場合には特にそうである。したがってＱＲＳコンプレックスが、その振幅が大きいために、心電図中で利用可能な最良の基準点として働く。しかし、本発明の初期段階の実施は、心房放電および収縮に対して間接的なタイミング／調和となることに留意されたい。というのは、最適な心機能全体のためにこれが必要とされるからである。
【００２３】
心室放電プロトコルは、ＱＲＳコンプレックスの検出時にアクティブにされ、固有心房放電レートよりも毎分数拍だけ（すなわち毎分３〜５拍未満）大きいオーバードライブ・レートに設定される。次に、心室放電レートは、固有心房放電レートよりも毎分ほんの数拍（すなわち毎分２〜３拍未満、理想的には毎分１〜２拍だけ）低いレートにゆっくりと低減（「弛緩」）され、これは、心室逸脱に至る（すなわち、心房放電および収縮がもはや心室放電および収縮と完全に調和しない）。
【００２４】
続いて、新しい周期が開始される。
【発明の効果】
【００２５】
したがって本発明は、固有の心房放電レートよりもほんのわずかに高い最高のレートから固有の心房放電レートよりもほんのわずかに低いレートに連続して循環される刺激レートを使用する。このような刺激プロトコルは、最小のエネルギーを必要とする最適プロトコルを適切に見積もることができることがアプリオリに予想される。したがって、心臓病患者の限られたエネルギーを、賢明に、かつ、すでに傷つけられた患者の利益にとって最適に利用することができる。要約すると、この技術は、最小限の心臓レートで変力性ペーシング効果を最大限にするために、固有心臓レートよりもほんの少し高い平均レートでペーシングできるようにし、それによって患者の心臓の貴重なエネルギーを温存する。
【００２６】
さらに、本発明の心室放電プロトコルは、二相性ペーシングと共に使用することもできる。二相性ペーシングに関係する方法および装置は、第１および第２の刺激位相を含み、各刺激位相は極性、振幅、形状、および持続時間を有する。好ましい一実施形態では、第１および第２の位相は異なる極性を有する。ある代替実施形態では、２つの位相は異なる振幅を有する。第２の代替実施形態では、２つの位相は異なる持続時間を有する。第３の代替実施形態では、第１の位相は断続的な波形をとる。第４の代替実施形態では、第１の位相の振幅は傾斜している。第５の代替実施形態では、第１の位相は、心臓鼓動／ポンピング周期が完了した後で２００ミリ秒にわたって施行される。好ましい代替実施形態では、刺激の第１の位相は、長い持続時間にわたる最大サブスレショルドの振幅の陽極パルスであり、刺激の第２の位相は、短い持続時間および高い振幅の陰極パルスである。前述の代替実施形態は、異なる方式で組み合わせることができることに留意されたい。また、これらの代替実施形態は例として呈示するものであり、限定するものではないことにも留意されたい。
【実施例】
【００２７】
本発明の基礎は、心室ペーシング用の２つの周期的刺激−弛緩プロトコルを示す図１および２を参照することによって理解することができ、これらのプロトコルでは、最大レートの心室オーバードライブ・ペーシングの後に、固有の心房放電レートよりもほんの少し小さいレートへの弛緩（心室逸脱に対応する）が続く。図１に、周期的な鋸歯状（線形減衰）の刺激−弛緩プロトコルを示す。図２に、周期的な指数関数的減衰の刺激−弛緩プロトコルを示す。
【００２８】
図１を参照すると、心室ペーシング用の周期的な鋸歯状の刺激弛緩プロトコルが、最大ペーシング・レートＡでの心室オーバードライブ・ペーシングの開始と、それに続く最小ペーシング・レートＣへのペーシング・レートの線形減衰／弛緩を示す時点１０２、１０６、および１０８と共に示されている。各周期は総時間長さ１１０を有する。固有心房放電レートＢを、破線の基準線として示す。この例では、レート差Ａ−Ｂはレート差Ｂ−Ｃよりも大きい。心室ペーシング・レートの線形弛緩過程の間に、心室ペーシング・レートが固有心房放電レートＢと等しいときに交差点１０４に達する。したがって、時点１０２と交差点１０４の間の期間は、線形心室オーバードライブ・ペーシング期間１１２を表し、交差点１０４と時点１０６との間の期間は、線形心室逸脱期間１１４を表す。線形心室オーバードライブ期間１１２が線形心室逸脱期間１１４よりも長い期間であることは明白である。したがって、上に挙げた相対パラメータによる、このプロトコルに対する平均心室放電レートは、常に固有心房放電レートＢよりもわずかに大きいことになる。
【００２９】
図２を参照すると、周期的な指数関数的減衰の刺激−弛緩心室ペーシング・プロトコルが示されており、最大ペーシング・レートＡへの心室オーバードライブ・ペーシングが時点２０２、２０６、２０８で開始され、最小ペーシング・レートＣへのペーシング・レートの指数関数的弛緩が後に続いている。各周期は総時間長さ２１０を有する。弛緩位相の間のペーシング・レートの時間過程は、最大ペーシング・レートＡに比例ｅ１／τを掛けて得られる積（またはＡから選択された「ファクタ」を引いた量）の時間過程に比例することになり、τは時定数である。選択される「ファクタ」は通常、Ｃよりも小さい値をとることになる。図１におけるように、破線Ｂは固有心房放電レートの基準線を表す。図１と比較すると、図２では２つのパラメータが調節されている。第１に、ペーシング・レートの弛緩は、時間の一次関数の代わりに時間の指数関数である。第２に、最小心室ペーシング・レートＣは、固有心房放電レートＢにより近くなっている。
【００３０】
図１におけるように、時点２０２と交差点２０４の間の期間は、指数関数的心室オーバードライブ・ペーシング期間２１２を表し、交差点２０４と時点２０６の間の期間は、指数関数的な心室逸脱期間２１４を表す。レート差Ａ−Ｂは図１と２で同じであり、周期長１１０と２１０も同じである。このパラメータの組合せは、図２の指数関数的心室オーバードライブペーシング期間２１２が図１の線形心室オーバードライブペーシング期間１１２よりも短いというプロトコルを生み出す。
【００３１】
周期長２１０を有する曲線（指数関数的を含む）弛緩プロトコルの場合、図２の心室オーバードライブ・ペーシング期間２１２と心室逸脱期間２１４を比較すると、それらの規模が２つのパラメータ、すなわち（Ａ−Ｂ）／（Ｂ−Ｃ）および心室オーバードライブ・ペーシング期間２１２の変化によって制御されるのが効果的であることが明らかとなる。
【００３２】
再び図１を参照すると、周期長１１０を有する線形弛緩プロトコルの場合、線形心室オーバードライブペーシング期間１１２と線形心室逸脱期間１１４を比較すると、それらの規模が単一のパラメータ（Ａ−Ｂ）／（Ｂ−Ｃ）、または（１０２−１０４）／（１０４−１０６）などの任意の数学的等価物の変化によって制御されることが明らかとなる。
【００３３】
異なる病状および異なる医療状況には、異なる弛緩プロトコルが必要となることが予期される。さらに、理論的には、ほぼ無限の弛緩プロトコル・アレイが可能である。したがって、本発明の好ましい実施形態は、どんな単調弛緩プロトコルも企図し、「単調」とは、適用される心室ペーシング・レートの単向性変化を示す。さらに、「単向性変化」とは、減少する心室ペーシング・レートに向かう心室ペーシング・レートの変化を指し、心室ペーシング・レートに変化がない期間を含むものと理解されたい。
【００３４】
したがって、本発明の好ましい実施形態は、図１および２に示した２つ以外の弛緩プロトコルを、その弛緩プロトコルが上に定義したように心室ペーシング・レート中に単向性変化を組み入れている限り企図する。したがって、弛緩曲線の形状は一般に、減少線形、減少曲線、指数関数的な減少とすることができ、ペーシング・レートが一定である１つまたは複数の期間を含むこともでき、これらの組合せとすることもできる。例えば、図１を参照すると、時点１０２と１０４の間に小さな時間区分があり、その区分にわたり電圧が一定であり、その後に最初の弛緩レートと比較して同じまたは異なる弛緩レートで（すなわち同じまたは異なる勾配で）線形弛緩が続くプロトコルを想像することができる。一実施形態では、一定電圧の短い期間の後に続く同じまたは異なる弛緩レートは、ある周期の終わりおよび次のサイクルの最初をマークしている点１０６まで維持される。
【００３５】
代替実施形態は、心室ペーシング・レートが単調でない弛緩プロトコルを包含する。すなわち、心室ペーシング・レートが所与の周期で低下するときに、心室ペーシング・レートがわずかに増加する期間を含めることができる。他の代替実施形態は、単一周期内、例えば時間区分１０２−１０６内または２０２−２０６内で異なる弛緩レートの組合せを使用することを含むことができる。
【００３６】
通常、状況がそのように求める場合に周期的ペーシング・プロトコルを開始するために、１つまたは複数の感知電極（ペーシングと感知の両方を行う電極を含む）からの生理的データを使用して、「動作基準」を満たすかどうかが決定される。こうした感知は、異常なまたは許容できないほど長いＡＶ遅延、心房放電が左心室と右心室の両方を同調させるかどうか、ＱＲＳコンプレックスの長さ、ＱＲＳコンプレックスの大きさ、心臓レート、動脈および／または静脈血圧、心室細動、心房細動、確率密度関数（「ＰＤＦ」）などの、限定されない生理的パラメータの検出に向けることができる。このような周期的ペーシング・プロトコルの終わりに、感知が再度行われて、追加のペーシングが必要かどうかが判定される。別法として、周期的ペーシング・プロトコルと同時に感知を行ってもよい。
【００３７】
心室放電プロトコルは、ＱＲＳコンプレックスの検出時にアクティブにされ、固有心房放電レートよりも毎分数拍だけ（すなわち毎分３〜５拍未満）大きいオーバードライブ・レートに設定される。次に、心室放電レートは、心室放電レートよりも毎分ほんの数拍（すなわち毎分２〜３秒未満、理想的には毎分１〜２拍だけ）低いレートにゆっくりと低減（「弛緩」）され、これは心室逸脱に至る（すなわち、心房放電および収縮がもはや心室放電および収縮と完全に調和しない）。心臓レートは、毎分約４０拍から１２０拍までの差がある可能性があり、これらのレートは、心臓の固有生理機能によっておおむね決定される。この毎分４０拍から１２０拍までの範囲で大きく差があるレートは、生理的に有利ではないことになる。
【００３８】
本発明の中心をなすのは、心室ペーシング・レートが固有心房放電レートから遠くない辺りにあり、したがって心筋のエネルギー要件を最小限にとどめることである。一般に、本発明の実施によれば、固有心房放電レートよりもほんのわずかに大きい平均心室鼓動レートがもたらされる。しかし、いくつかの病理学的／医学的条件は、固有心房放電レートと等しいかまたはそれよりもほんのわずかに小さい平均心室鼓動レートをもたらす弛緩プロトコルによって、心臓エネルギー要件を最小限にとどめるであろうことが予期され、そのような弛緩プロトコルは、本発明の範囲に十分に含まれる。
【００３９】
上記の範囲の弛緩プロトコルのいずれかを周期的な心室ペーシングに適用することは、単室ペーシングだけでなく両室ペーシングおよび／または多部位からのペーシングにも適する。両室ペーシングの場合、右心室と左心室を同じまたは類似の時間プロトコルで、あるいは相互に独立して、周期的にペーシングすることができる。さらに、心室ごとに１つのペーシング電極または複数のペーシング電極を採用することができ、ペーシング電極は、心室の外部表面および／または内部表面に付けることができる。通常、内部ペーシング電極は、大静脈および右心房を介して右心室だけに付けられることになるが、左心室用に複数の内部ペーシング電極を企図することもできる。
【００４０】
追加の実施形態は、単相性刺激ならびに二相性刺激の使用を包含する。さらに、単相性刺激および二相性刺激は、心房にも心室にも加えることができる。単相性刺激は陰極性でも陽極性でもよく、当業者には周知である。二相性心臓刺激は、Ｍｏｗｅｒに譲渡された米国特許出願第０８／６９９５５２号に開示されており、この全体を参照により本明細書に組み込む。
【００４１】
通常、周期的ペーシング／弛緩期間は、３秒〜３０秒の範囲におさまることになるが、特により「困難な」病状の患者に対しては、より長い期間を企図することもできる。
【００４２】
図３に、振幅３０４および持続期間３０６を有する陽極刺激３０２を含む第１の刺激位相が施行される二相性電気刺激を示す。この第１の刺激位相の後すぐに、等しい強さおよび持続時間の陰極刺激３０８を含む第２の刺激位相が続く。
【００４３】
図４に、振幅４０４および持続時間４０６を有する陰極刺激４０２を含む第１の刺激位相が施行される二相性電気刺激を示す。この第１の刺激位相の後すぐに、等しい強さおよび持続時間の陽極刺激４０８を含む第２の刺激位相が続く。
【００４４】
図５に二相性刺激の好ましい一実施形態を示すが、ここでは、振幅５０４および持続時間５０６を有する低レベルかつ持続時間の長い陽極刺激５０２を含む第１の刺激位相が施行される。この第１の刺激位相の後すぐに、通常の強さおよび持続時間の陰極刺激５０８を含む第２の刺激位相が続く。異なる代替実施形態で、陽極刺激５０２は、１）最大サブスレショルド振幅にあり、２）３ボルト未満であり、３）持続時間が約２〜８ミリ秒であり、かつ／または４）心拍動後２００ミリ秒にわたって施行される。最大サブスレショルド振幅は、収縮を誘発せずに施行できる最大刺激振幅の平均と理解される。異なる代替実施形態で、陰極刺激５０８は、１）持続時間が短く、２）約０．３〜１．５ミリ秒であり、３）振幅が高く、４）約３〜２０ボルトの範囲にあり、かつ／または５）持続時間が０．３ミリ秒未満で、電圧が２０ボルトよりも大きい。好ましい一実施形態では、陰極刺激は約０．８ミリ秒である。これらの実施形態ならびに本明細書を読めば自明となり得る改変および修正によって開示する方式で、第１の刺激位相で興奮のない最大膜電位が達成される。
【００４５】
図６に二相性刺激の好ましい代替実施形態を示すが、ここでは、期間６０４にわたって上昇する強さレベル６０６を有する陽極刺激６０２を含む第１の刺激位相が施行される。上昇する強さレベル６０６の傾斜は線形の場合も非線形の場合もあり、勾配は様々であることがある。陽極刺激のすぐ後に、通常の強さおよび持続時間の陰極刺激６０８を含む第２の刺激位相が続く。代替実施形態では、陽極刺激６０２は、（１）３ボルト未満の最大サブスレショルド振幅まで上昇し、（２）持続時間が約２〜８ミリ秒であり、かつ／または（３）心拍動後２００ミリ秒にわたって施行される。他の代替実施形態では、陰極刺激６０８は、（１）持続時間が短く、（２）約０．３〜１．５ミリ秒であり、（３）振幅が高く、（４）約３〜２０ボルトの範囲にあり、かつ／または（５）持続時間が０．３ミリ秒未満で、電圧が２０ボルトよりも大きい。これらの実施形態ならびに本明細書を読めば自明となり得る改変および修正によって開示する方式で、第１の刺激位相で興奮のない最大膜電位が達成される。
【００４６】
図７に、陽極パルスの連続７０２を含む第１の刺激位相が振幅７０４で施行される二相性電気刺激を示す。一実施形態では、休止期間７０６は、刺激期間７０８と同じ持続時間を有し、基線振幅で施行される。代替実施形態では、休止期間７０６は、刺激期間７０８と異なる持続時間を有し、基線振幅で施行される。各刺激期間７０８の後に休止期間７０６が発生するが、例外として、連続７０２の完了後すぐに、通常の強さおよび持続時間を有する陰極刺激７１０を含む第２の刺激位相が続く。代替実施形態では、（１）陽極刺激の連続７０２を通して搬送される総電荷は最大サブスレショルド・レベルであり、かつ／または（２）連続７０２の第１の刺激パルスは心拍動後２００ミリ秒にわたって施行される。他の代替実施形態では、陰極刺激７１０は、（１）持続時間が短く、（２）約０．３〜１．５ミリ秒であり、（３）振幅が高く、（４）約３〜２０ボルトの範囲にあり、かつ／または（５）持続時間が０．３ミリ秒未満で、電圧が２０ボルトよりも大きい。
【００４７】
本発明の好ましい実施は、ペーシング・レートが、固有心房ペーシング・レートのすぐ上および下に沿い、最適に調和した心機能を達成するために固有心房放電に対して相対的にタイミングを（間接的にでも）合わせられる心室ペーシングを対象とする。しかし、心室ペーシングが固有心房放電から独立して引き起こされるような刺激も予期することができる。
【００４８】
さらに、心房律動性が病的であるとき、本発明は、ペースメーカによってペーシングされる心房の律動性に関して実施することができる。心房が外因性ペースメーカによってペーシングされる実施形態では、臨床医師は第１に、心房ペーシングのレートを設定し、これは固定でもよいが、心臓レートの変化を必要とする身体活動の変化またはその他の変化、例えば発熱期間中の心臓レートの増加などに対して適切に応答することを可能にするために、可変とすることもできる。第２に、本明細書に記載および開示した原理に従って心室放電プロトコルが選択される。心室放電プロトコルの選択は一般に心房鼓動パターンから独立して行われる選択となり、心房鼓動パターンは内因性としてまたは外因性として、例えばペースメーカによって設定されることを強調しておく。しかし、外因性として制御される心房と心室の鼓動プロトコルに関する決定が連携的かつ統合的な方式で検討される場合に本明細書の教示を適用することは、本発明の範囲内である。
【００４９】
さらに、テスト用プロシージャを適用して、特定の型の病状を有する所与の患者にとって最適なパラメータを達成することもできる。したがって、代替刺激パルス波形、例えば所与の時に特定の患者にとって最適な生理的パラメータに達するために必要とされる様々な波形の持続時間、振幅、形状をテストして変えることは、本発明の範囲内である。さらに、様々な測定可能パラメータを使用して、刺激波形における変化の影響、例えばわずかながら挙げると、脈圧、ＱＲＳコンプレックスの持続時間、最大融合、最小固有心臓レートの生成への影響を見積もることもできる。
【００５０】
本発明の基本的な概念をこのように述べたが、前述の詳細な開示が、例としてのみ呈示したものであって限定するものではないことは、当業者には容易に明らかとなろう。様々な改変、改良、および修正を当業者なら思いつき、意図するであろうが、本明細書では特に述べていない。これらの修正、改変、および改良は、本明細書によって提案されるものとし、本発明の範囲内とする。したがって、本発明は、頭記の特許請求の範囲およびその等価物によってのみ限定される。
【図面の簡単な説明】
【００５１】
【図１】心室ペーシング用の周期的な鋸歯状（線形減衰）の刺激−弛緩プロトコルを示す図である。
【図２】心室ペーシング用の周期的な指数関数的減衰の刺激−弛緩プロトコルを示す図である。
【図３】陽極二相性刺激の先頭の概略図である。
【図４】陰極二相性刺激の先頭の概略図である。
【図５】低レベルかつ持続時間の長い陽極刺激の先頭と、それに続く陰極刺激の概略図である。
【図６】傾斜した低レベルかつ持続時間の長い陽極刺激の先頭と、それに続く陰極刺激の概略図である。
【図７】連続して管理される低レベルかつ持続時間の短い陽極刺激の先頭と、それに続く陰極刺激の概略図である。
【符号の説明】
【００５２】
Ａ  最大ペーシング・レート
Ｂ  固有心房放電レート
Ｃ  最小ペーシング・レート
１０２  時点
１０４  交差点
１０６  時点
１０８  時点
１１０  総時間長さ
１１２  線形心室オーバードライブ期間
１１４  線形心室逸脱期間
２０２  時点
２０４  交差点
２０６  時点
２０８  時点
２１０  総時間長さ
２１２  指数関数的心室オーバードライブ・ペーシング期間
２１４  心室逸脱期間
３０２  陽極刺激
３０４  振幅
３０６  持続期間
３０８  陰極刺激
４０２  陰極刺激
４０４  振幅
４０６  持続時間
４０８  陽極刺激
５０２  陽極刺激
５０４  振幅
５０６  持続時間
５０８  陰極刺激
６０２  陽極刺激
６０４  期間
６０６  強さレベル
６０８  陽極刺激
７０２  陽極パルスの連続
７０４  振幅
７０６  休止期間
７０８  刺激期間
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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